JPH0352741B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔発明の目的〕 （産業上の利用分野） 本発明は回転磁気共鳴分光学に関するものであ
り、とくに物質の特性を測定するための核磁気共
鳴（NMR）技術に関するものである。

（従来の技術） 回転磁気共鳴分光学は、磁気モーメントを有す
る核と、常磁性状態にある電子とを研究するため
に発展してきた。核を研究する回転磁気共鳴分光
学のことをこの分野においては核磁気共鳴
（NMR）と呼び、分子を研究する回転磁気共鳴
分光学のことを常磁性共鳴（EPR）または電子
スピン共鳴（ESR）と呼ぶ。あまりよく用いら
れてはいないが他の種類の回転磁気共鳴分光学も
あるが、その回転磁気共鳴分光学は本発明の分野
に含まれる。

磁気モーメントを有する核は、それが置かれて
いる磁界の向きに並ぼうとする。しかし、核が磁
界に並ぼうとする時にその核は、磁界の強さとそ
の特定の核種の特性（核の磁気回転定数１／
q2／₀）に依存する特性角周波数（ラーモア周波
数）でその向きを中心として歳差運動する。

人体の組織のような物質が一様な磁界（分極磁
界B_z）にさらされると、その組織中の常磁性核
の個々の磁気モーメントがその磁界に整列しよう
とするが、その磁界の向きを中心として特性ラー
モア周波数でランダムな順序で歳差運動する。分
極磁界の向きに正味の磁気モーメントM_zが発生
されるが、垂直平面（ｘ−ｙ平面）内でランダム
に向けられている成分が互いに打消し合う。しか
し、物質すなわち組織に、ｘ−ｙ平面内にあり、
ラーモア周波数の近くである磁界（励振磁界B_z）
がさらされると、正味の整列させられた成分M_z
をｘ−ｙ平面で回転させて、ｘ−ｙ平面内でラー
モア周波数で回転する正味の横方向磁気モーメン
トM₁を発生できる。M₁へのM_Zの回転が達成さ
れる度合、したがつて、正味の磁気モーメント
（Ｍ＝M₀＋M₁）の大きさと向きは、加えられる
励振磁界B₁の時間の長さに主として依存する。

この回転磁気現象の実際的な値は、励振信号
B₁が終つた後に放射される無線信号にある。励
振信号が除去されると、横方向磁気モーメント
M₁により受信コイル中に振動する正弦波が誘起
される。その信号の周波数はラーモア周波数であ
り、それの最初の振幅A₀は横方向磁気モーメン
トM₁の大きさにより決定される。放射信号の振
幅は（簡単な系においては）、次式のように時間
ｔとともに指数関数的に減衰する。

Ａ＝A₀e^-t/T2 減衰率１／T₂はこのプロセスの特性であつて、
研究中の物質についての価値ある情報を与える。
時定数T₂は「スピン−スピン緩和」定数または
「横方向緩和」定数と呼ばれ、励振磁界B₁が除去
された後で核の整列させられた歳差運動の位相が
ずれる速さを測定する。

その他の要因が、T₂スピン−スピン緩和プロ
セスにより定められるフリーインダクシヨン減衰
（FID）信号の振幅に寄与する。それらの要因の
１つは、時定数T₁により特徴づけられるスピン
格子緩和プロセスと呼ばれ、あるいは磁気分極
（Ｚ）の軸線に沿う正味の磁気モーメントＭの平
衡値M₀へのその正味の磁気モーメントの回復を
記述するから長手方向緩和プロセスとも呼ばれ
る。

上記の測定は「パルスNMR測定」と呼ばれ
る。そのNMR測定は励振期間と放射期間に分け
られる。後で詳しく説明するように、各サイクル
中に種々のデータを累積するため、または物質中
の種々の場所で同じ測定を行なうためにその測定
サイクルを多くの回数だけ繰返すことができる。
各種の予備励振技術が知られている。その予備励
振技術は、持続時間が変化する１つまたはそれ以
上の励振パルスを加えることを含む。それらの予
備励振技術は、後で観察されるフリーインダクシ
ヨン減衰（FID）信号を「敏感にする」ために採
用される。それらの励振技術のいくつかが米国特
許第4339716号、第4345207号、第4201726号、第
4115730号、および第3474329号の各明細書に記載
されている。

（発明が解決しようとする問題点） NMR測定は多くの科学技術の分野において有
用であるが、医学の分野におけるそれの潜在的な
用途は無数にある。NMR測定はＸ線と全く異な
るコントラスト機構を与え、Ｘ線では全く識別で
きない軟組織の差異を観察できるようにする。ま
た生理学的な違いをNMR測定で観察できるが、
Ｘ線は解剖学的研究に限られる。

NMRを利用するほとんどの医学的用途に対し
ては、物質の特定の場所における磁気回転情報を
得るために画像発生技術を採用せねばならない。
最初のNMR画像発生技術は「ズーグマトグラフ
イー」と呼ばれるもので、雑誌ネイチヤー
（Nature）第242巻、1973年３月16日号、190〜
191ページ所載の「誘起されるローカル相互作用
による画像形成：核磁気共鳴を用いる諸例
（Image Formation by Induced Local
Interactions：Examples Employing Nuclear
Magnetic Resonance）」と題するラウターバー
（P.C.Lauterbur）の論文により最初に提案され
た、ズーグマトグラフイーは、分極磁界B₀の向
きと同じ向きを有するが、零でない傾きを有する
１つまたはそれ以上の付加磁界を用いる。それら
の傾きの強さ（Ｇ）を変えることにより、任意の
場所における分極磁界Ｂ＝B_z＋G_xＸ＋G_zＹ＋G_z
Ｚの強さを変えることができる。その結果、FID
受信器のコイルと回路の周波数応答が１つの周波
数１／12／₀に応答するように狭くされたとする
と、正味の分極磁界B₀がラーモアの式１／12／₀
＝１／q2／B₀を満す適切な強さであるような場
所においてのみ回転磁気現象が観察される。ここ
に、１／12／₀はその場所におけるラーモア周波
数である。

得られたフリーインダクシヨン（FID）信号
を、信号が発生された時の傾き（Ｇ＝G_x，G_y，
G_z）xyzの強さに「結びつける」ことにより、
NMR信号は位置情報により「タグされる
（tagged）」、または「敏感にされる」。NMR信号
のそのような位置敏感化により、一連の測定によ
つてNMR画像を発生できる。そのようなNMR
画像法は、点法、線法、面法および三次元法とし
て分類されていた。それらの方法は、たとえば
1982年にニユーヨーク所在のアカデミツク・プレ
ス（Academic Press）により発行された、マン
スフイールド（P.Mansfield）およびモリス（P.
G.Morris）著「生物医学におけるNMR画像形成
（NMR Imaging in Biomedicine）」に記載され
ている。

それらの方法を実施するNMR走査器は種々の
寸法のものが作られている。小型で、特別に設計
された装置が研究所の実験動物を調べるため、ま
たは人体の特定の部分の画像を得るために用いら
れる。一方、「全身」NMR走査器は、人間の身
体全部を受け、人体の任意の部分の画像を発生す
るために十分に大きい。

励振磁界を発生し、FID信号を受けるために用
いられるいくつかの技術がある。最も簡単で、最
も一般的に用いられる構造は、励振信号を発生
し、かつ得られたFID信号を受ける１個のコイル
およびそのコイルに組合わされた同調コンデンサ
である。その共振回路は、各測定サイクル中に励
振回路と受信器回路の間で電子的に切換えられ
る。そのような構造は小型のNMR走査器と全身
NMR走査器の両方で一般的に用いられる。

予測されるかもしれないが、励振コイルと受信
コイルを別々に設けることも全く一般的である。
そのようなNMR走査器は付加ハードウエアを必
要とするが、１個のコイルを用いる場合に必要と
する複雑な電子的スイツチングは不要となり、励
振機能と受信機能のためにとくに設計されたコイ
ルを用いることができる。たとえば、全身NMR
走査器においては、互いに直交し、位相が互いに
90度異なる別々の励振信号により励振される二対
のコイルを用いることにより、円偏波された励振
磁界（B₁）を発生することが望ましい。そのよ
うな励振磁界は１個のコイルでは可能でない。

全身NMR走査器で発生されたFID信号に対し
て一様で高い感度を有する大型のコイルを作るこ
とは非常に困難である。その結果、別の一般的に
用いられる技術は、励振信号B₁を発生すること、
その結果として得られるFID信号を受けることの
少なくとも一方を行なうために「局所プローブ」
を用いることである。そのような局所プローブは
比較的小型で、希望の磁界を発生するため、また
は患者の局部化された部分からFID信号を受ける
ために作られる。たとえば、頭部と首部、脚と
手、または種々の内部機官の画像を形成するため
に種々の局所プローブを用いることができる。そ
の局所プローブが受信器として用いられる時は、
局所プローブは、対象とする領域全体にわたつて
歳差する核により発生されたFID信号に対して比
較的一様な感度を得るように局所プローブを設計
すべきである。

最近、「ループ間隙」共鳴器と呼ばれる新規な
共鳴器構造が回転磁気分光学の分野に応用されて
いる。米国特許第4435680号、第4446429号、第
4480239号および第4504577号明細書に記載されて
いるように、ループ間隙共鳴器は多様な形をとる
ことができる。しかし、全ての場合に集中回路共
鳴器が形成され、その集中回路共鳴器においては
導電性ループは誘導性素子であり、容量性素子を
形成するためにそのループに１つまたはそれ以上
の間隙が形成される。ループ間隙共鳴器は集中回
路共鳴器に通常伴う多くの望ましい特性を有する
が、空胴共鳴器に通常伴ういくつかの特性も有す
る。それらの特性のうちの最も著名なものは、従
来の集中回路共鳴器よりもループ間隙共鳴器の品
質係数すなわち「Ｑ」がはるかに高いことであ
る。NMR走査器に応用される場合には、その高
いＱは高い解像度の画像に変換される。

〔発明の構成〕

（問題点を解決するための手段） 本発明は患者の選択された部分のNMR画像を
形成するための局所プローブに関するものであ
り、とくに、得られる画像の品質を高めるループ
間隙共鳴器を用いる局所プローブに関するもので
ある。更に詳しくいえば、互いに隣接して位置さ
せられ、各ループ間隙共鳴器内の容量性素子が他
のループ間隙共鳴器内の容量性素子に電気的に接
続されて、２つのループ間隙共鳴器を結合するこ
とによりそれらのループ間隙共鳴器の間に比較的
一様な感度の領域を形成する一対のループ間隙共
鳴器を含む。一対のループ間隙共鳴器が互いに隣
接して位置させられると、ループを同じ向きまた
は逆の向きに通る磁束に対応する２つの共鳴モー
ドが存在することが見出されている。それら２つ
のループの間に相互インダクタンスが存在するか
ら、それら２つのモードの共鳴周波数は異なる。
ループ間隙共鳴器が互いに近接するとそれらの共
鳴周波数は十分に異なるが、それらの共鳴器が離
れると、２つの共鳴周波数は組合わされる、また
は「退化する」本発明の原理は、隔てられている
ループ間隙共鳴器のそれぞれの容量性素子を接続
することによりそれら２つの共鳴モードの一方を
抑制することによつて、それらループ間隙共鳴器
の間で比較的一様な感度領域を達成できることで
ある。このようにして望ましくないモードが抑制
されると、２つのループ間隙共鳴器は「結合され
ている」といわれる。

本発明の基本的な目的は、人体組織の多くの異
なる領域の画像を形成するために採用できる局所
プローブを得ることである。この目的は、ループ
間隙共鳴器の横方向間隔を変更するために長さを
調節できる支持アームに２つのループ間隙共鳴器
をとりつけることにより、部分的に達成される。
ループ間隙共鳴器を共通軸線に沿つて整列させて
軸線方向対を形成できるように、またはある向き
の範囲だけループ間隙共鳴器を回転させて、それ
らのループ間隙共鳴器の軸線が共通軸線に対して
ほぼ垂直であるような平面状対を形成できるよう
に、ループ間隙共鳴器を支持アームに回転できる
ようにして連結することもできるループ間隙共鳴
器の横方向間隔と回転の向きを調節することによ
り、それらのループ間隙共鳴器の形成された感度
領域を、広い範囲の用途に適合するように形づく
ることができる。

本発明の別の目的は、対象とする領域内で発生
されたFID信号に敏感であるが、別々のコイルに
より発生された励振信号にはあまり敏感でないプ
ローブを得ることである。平面状対を形成するた
めにループ間隙共鳴器が回転させられると、それ
らのループ間隙共鳴器はそれの軸線に対して垂直
である励振界に対しては敏感でない。それらのル
ープ間隙共鳴器の間の平面に対して幾何学的な対
象性が存在するようにループ間隙共鳴器がほぼ物
理的にも同一であるとすると、プローブはループ
間隙共鳴器の軸線に対して平行な励振界にも敏感
ではない。このことは、円偏向された励振界が
別々に発生された時にとくに重要である。その理
由は、そのような励振界はループ間隙共鳴器の軸
線に平行および垂直な成分を有するからである。

本発明の別の目的は患者ごとに「再同調する」
必要のないプローブを得ることである。この目的
は、各ループ間隙共鳴器を横切つて存在する電位
を低くし、それによりその電位により発生される
電界の強さを小さくするために、各ループ間隙共
鳴器に多くの間隙を設けることにより達成され
る。各ループ間隙共鳴器の長手方向の寸法（Ｚ）
を長くすることによりその作用は一層強められ
る。

本発明の別の目的は、種々の周波数で発生され
るFID信号に敏感なプローブを得ることである。
各ループ間隙共鳴器対は２つのモードで共鳴す
る。それらの各モードの共鳴周波数はループの形
状、ループの間隔、およびループ間隔の形状によ
り固定できる。第１の周波数を、たとえば、水素
核により発生されたFID信号を検出するために設
定でき、第２の周波数をりん核またはナトリウム
核を検出するために設定できる。

（実施例） 以下、図面を参照して本発明を詳しく説明す
る。

まず第１図を参照する。本発明において用いら
れるループ間隙共鳴器１は、それの形状により決
定される無線周波数で共鳴する集中回路共鳴器で
ある。この集中回路共鳴器１はそれが共鳴する無
線周波数信号の波長よりはるかに小さい寸法を有
する。容量性素子と誘導性素子は識別でき、誘導
性素子により発生された磁界と容量性素子により
発生された電界の間で電磁界が振動する。

ループ間隙共鳴器１の誘導性素子は２個の金属
片２と３により形成されたループすなわちリング
であり、容量性素子はそれら２個の金属片２と３
の間の長手方向間隙４，５である。ループ間隙共
鳴器１により発生された磁界は中心軸６に沿つて
集中され、電界は間隙４，５内に集中される。磁
束はループにより定められた開口部を通り、各開
口部の端部において、ループの外側に沿つて半径
方向外向きに曲つて閉じた磁束路を形成する。ル
ープ間隙共鳴器１の共鳴周波数は主としてそれの
形状により決定され、回転磁気分光学における対
象とする周波数の広い範囲にわたつて動作するよ
うに構成できる。間隙４，５の間隔ｔが幅ｗより
はるかに小さい時は、ループ間隙共鳴器の共鳴周
波数Ｆは次式で与えられる。

Ｆ＝１／2π（１／LC）^1/2 ここに、Ｌ＝μπr²／Ｚ １／Ｃ＝_o 〓^m=1 t_n／εW_nＺ ε＝間隙中の物質の誘電率、 μ＝自由空間の透磁率 ｎ＝それぞれ寸法がt_n，W_nである間隙の数、 Ｚ＝中心軸６の方向におけるループ間隙共鳴器１
の長さである。

ループ間隙共鳴器には、ループ間隙共鳴器を実
際の用途に応用する際に重要ないくつかの特性が
ある。第１に、長さＺは共鳴周波数には何の影響
も及ぼさない。第２に、１つまたはそれ以上の間
隙を用いることができ、それらの間隙は等しい寸
法である必要はなく、すなわち等しい容量を与え
る必要はない。ループは円形である必要はない
が、後で詳しく説明するように、円形の構造とす
ることがしばしば有利である。最後に、２つのや
り方のいずれかでエネルギーをループ間隙共鳴器
に加えることができ、またはループ間隙共鳴器か
らエネルギーを除去できる。エネルギーは、ルー
プを通つて流れる磁束を囲み、かつ伝送線の端部
に結合される導電性ループによりループ間隙共鳴
器との間で誘導的に結合できる。あるいは、伝送
線をインピーダンス整合回路網を介して一方のル
ープ間隙共鳴器のプレートに接続することによ
り、エネルギーをループ間隙共鳴器との間で結合
させることができる。

次に第２図を参照する。本発明は２つのループ
間隙共鳴器１０と１１を用いる。それらのループ
間隙共鳴器は互いに隔てられて、検査すべき物質
を受ける領域１２を形成する。このようにして互
いに近接して置かれた２個のループ間隙共鳴器１
０と１１は２つのモードで共鳴する。ここで「結
合されないモード」と呼ぶ第１のモードは破線１
３と１４で示されている。それらの破線は、各ル
ープ間隙共鳴器１０と１１を逆向きに通る磁束の
磁路を表す。ここで「結合された」モードと呼ぶ
第２のモードは破線１７で示されている。この破
線１７は各ループ間隙共鳴器１０と１１を通る磁
束の経路を表す。ループ間隙共鳴器１０と１１の
間隔が狭いと、相互インダクタンスのためにそれ
らの各モードの周波数は大幅に異なる。しかし、
領域１２を形成するためにループ間隙共鳴器１０
と１２が第２図に示すように隔てられると、それ
らのループ間隙共鳴器の共鳴周波数は一緒にな
る。その結果として、一緒になつた周波数のFID
信号に対する領域１２の感度が一様でなくなる。

これを解決するには望ましくない共鳴モードを
抑制しなければならない。その抑制を行なうため
には、ループ間隙共鳴器１０と１１のそれぞれの
間隙１５と１６の「プレート」を電気的に接続す
る。それぞれの間隙１５と１６内の対応するプレ
ートの間の電位を零にするために、結合されてい
ない共鳴モードが抑制され、破線１３，１４によ
り示されている磁界は発生されない。その結果、
ループ間隙共鳴器対は結合された共鳴モードで動
作して、領域１２内に比較的一様な感度を生ず
る。電気的接続はいくつかの方法で行なうことが
できるが、ここで説明している実施例において
は、この目的のために一対の絶縁たわみ線１８が
用いられる。

第２図に示す実施例においては、それぞれのル
ープ間隙共鳴器１０と１１の中心軸は共通軸線１
９に沿つて整列させられる。この構成のことを以
後「軸線方向対」と呼ぶことにする。以下の説明
から明らかとなるように、患者の腕または脚のよ
うな人体の解剖学的なある部分の画像を発生する
のに軸線方向対の構成はとくに適する。

次に第３図を参照する。本発明の第２の実施例
におけるループ間隙共鳴器３０と３１は横方向に
整列させられて、比較的一様な感度の領域３２を
生ずる「平面状対」を形成する。一対のプレート
３３，３４が間隙３５と３６の対応する表面を接
続してそれらの間隙の結合されない動作モードを
抑制し、破線３７で示されているように領域３２
内に比較的一様な磁界を発生する。この平面状対
の向きにおいては、それぞれのループ間隙共鳴器
３０，３１の中心軸線３８，３９は同軸でない
が、互いにほぼ平行である。

この第２の実施例には注目すべき変更例があ
る。第１に、接続板３３と３４を硬くでき、先に
示した式により示されるように、結合対の共鳴周
波数に寄与する付加容量を与えることができる。
第２に、ループ間隙共鳴器３０と３１の対称性お
よび向きのために、一様な励振界の向きとは無関
係にその一様な励振界には結合しない。したがつ
て、平面状対を円偏向された励振界から分離でき
る。

また、各ループ間隙共鳴器３０と３１は第２の
間隙４０，４１をそれぞれ含む。それらの間隙も
結合対の共鳴周波数に寄与する。おそらくもつと
重要なことには、第３図に示すような複数の間隙
を有するループ間隙共鳴器を用いることにより、
検査されている物質の誘電特性の変化に対する局
所プローブの感度を低くできる。その結果、局所
プローブを異なる解剖学的組織領域へ動かすか、
異なる患者に使用した時に、その局所プローブを
再同調する必要がほとんどなくなる。

ループ間隙共鳴器にｎ個の同一の間隙があるも
のとすると、Ｃをそのループ間隙共鳴器の全容量
として、各間隙の容量はｎ×Ｃである。そうする
と各間隙に貯えられるエネルギーは（ｎ×Ｃ）
１／２・（V′）²であり、全エネルギーはｎ（ｎ×
Ｃ）１／２・（V′）²である。１個の間隙を使用す
る場合は、全エネルギーはCV²／２であり、それ
らのエネルギーは等しくなければならないから、 Ｖ／V′＝１／ｎ となる。したがつて、ｎ個の間隙を使用すると各
間隙間の電位は１／ｎに低くなる。そのために電
界が弱くなり、それにより、検査されている物質
の誘導的な性質の変化に対する感度が低くなる。

次に第４ａ図を参照する。一対のループ間隙共
鳴器５０と５１が成型されたプラスチツク製の支
持構造体５２上に形成され、軸線方向対を形成す
るために向けられる。その支持構造体５２は２つ
の別々の部分５２ａおよび５２ｂとして形成さ
れ、各部分は円筒形の管５３ａ，５３ｂをそれぞ
れ有し、円筒形の管５３ａと５３ｂにはアーム５
４ａと５４ｂがそれぞれとりつけられる。それら
の部品は塩化ポリビニールから作られる。アーム
５４ａはアーム５４ｂの中に入れ子式に入れら
れ、固定具５５がアーム５４ａと５４ｂを貫通し
てそれらのアームを一緒に保持する。一対のスロ
ツト５６，５７がアーム５４ａに形成され、固定
具５５をゆるめることによりアーム５４ａと５４
ｂの長さを調節して、ループ間隙共鳴器５０と５
１の間隔を変えることができる。

とくに第４ａ図と第４ｂ図を参照して、ループ
間隙共鳴器５１と５２のそれぞれの間隙５８と５
９が前記のようにして一緒に接続されて、それら
の間に比較的一様な感度の領域６を形成する。そ
の接続は、長さが等しい２本の300オームのアン
テナ線６１，６２により行なわれる。それらのア
ンテナ線は、アーム５４ｂの壁にとりつけらてい
る可変コンデンサ６３において接続される。可変
コンデンサ６３の容量を調節することにより、領
域６０内に置かれている物質６４から発生された
FID信号の周波数に軸線方向対５０と５１の共鳴
周波数を正確に同調させることができる。その
FID信号により可変コンデンサ６３の極板の間に
電気信号が誘起される。その電気信号を受信器の
入力端子に結合できる。この構造は患者の手や足
はもちろんのこと、胴も検査するのにとくに良く
適する。

以上説明したように、FID信号を受けるために
局所プローブが使用される時には、励振磁界B₁
を発生するために別のコイルが用いられる。各励
振パルスの発生中は、その磁界が局所プローブ中
に誘起する信号の大きさをできるだけ小さくする
ことが極めて望ましい。励振磁界B₁のｘ軸６５
により示されている向きの成分はループ間隙共鳴
器５０または５１に電圧を誘導しない。しかし、
ｙ軸６６により示されている向きの励振磁界成分
はループ間隙共鳴器５０と５１に結合して大きい
信号を発生する。その信号は受信器の入力端子に
与えられる。

この問題をほとんど解消するために、ループ間
隙共鳴器５０と５１にそれぞれ隣接して第２のほ
ぼ同一のループ間隙共鳴器６７と６８が形成され
る。第５ａ〜５ｄ図に示すように、第４ａ図に示
されている構造は４つの共鳴モードを有する。第
５ａ図に示す動作モードは希望の動作モードであ
つて、磁束７３がループ間隙共鳴器５０と５１を
結合し、等しいが、逆向きの磁束が結合されてい
ない別のループ間隙共鳴器６７と６８を通る。線
６１と６２によるループ間隙共鳴器５０と５１に
対して行なわれる接続によつて第５ｂ図と第５ｃ
図に示されている動作モードは抑制される。第５
ｄ図に示されている第４の動作モードは希望の動
作モードとは大幅に異なる共鳴周波数を有し、こ
の共鳴周波数における任意の信号またはノイズ
を、受信器の入力端子に設けられているフイルタ
により除去できる。あるいは、第４ａ図と第４ｂ
図に示すように、第４の動作モードは、ループ間
隙共鳴器対６７と５０の間の電気的交差接続７１
と、ループ間隙共鳴器５１と６８の間の交差接続
７２とにより抑制することもできる。２つのルー
プ間隙共鳴器の間のそのような交差接続はそれの
間の結合共鳴モードを抑制するが、結合されてい
ない共鳴モードに対してはほとんど影響を及ぼさ
ない。

再び第４ａ図を参照して、領域６０から発生さ
れた信号は軸線方向対のループ間隙共鳴器５０と
５１に信号を誘起するが、全部で４つのループ間
隙共鳴器６７，５０，５１および６８を通るほぼ
一様な励振磁界B₁は信号を誘起しない。したが
つて、第４図に示すように軸線方向に整列させら
れたループ間隙共鳴器の整合させられた対を設け
ることにより、局所プローブを励振磁界B₁から
十分に分離できる。

もちろん、第４図の局所プローブは種々の周波
数で動作するように種々の寸法で作ることができ
る。ここで説明している実施励においては、各ル
ープ間隙共鳴器６７，５０，５１および６８の半
径（ｒ）は約10.2cm（４インチ）で、軸線方向の
長さ（ｚ）は約5.08cm（２インチ）であり、間隙
は２つである。ループは銅板で作られる。その銅
板は円筒形の管５３の内壁に接合される。それら
の間隙は、銅板の端部を内側に曲げ、絶縁層７６
で分離することにより形成される（第４ｂ図）。
それらの内壁に延びるタブは、軸線方向ループ間
隙共鳴器対５０と５１を回転磁気物質の共鳴周波
数（ここで説明している実施励においては、
63.89MHz）に同調させる寸法に調節される。

患者の頭部と首部の領域を検査するのにとくに
適する本発明の第２の好適な実施例が第６図およ
び第７図に示されている。支持構造体がベース１
００を含む。このベースには約26.7cm（10.5イン
チ）だけ隔てられる直立側壁１０１と１０２がと
りつけられる。患者の頭部と首部を受けるために
適した形の穴１０３がベース１００に形成され
る。ベースの底部NMR走査器の磁石の穴の中に
確実に置くために所定の形状にされる。ベース１
００と側壁１０１および１０２は、メチル・メタ
クリレートから作られ、「プレキシガラス
（Plexiglass）という商標で販売されているよう
なプラスチツクのような透明なポリマーで作られ
る。

それぞれの側壁１０１と１０２に支持アーム１
０６を受ける支持アーム１０６の端部からねじ棒
１０７が延び、そのねじ棒はスロツト対１０４と
１０５の一方に受けられる。側面にローレツトを
施されたしんちゆう製のナツト１０８が各ねじ棒
１０７にねじこまれ、スロツト１０４と１０５の
中で希望の高さおよび角度の向きにおいて支持ア
ーム１０６を締付けることができる。

アーム１０６から一対のヨーク１０９と１１０
が支持される。それらのヨークは支持アーム１０
６の底１１５の穴１１１の中に延び、かつ上部壁
１１４に設けられている穴１１３を通つて外部へ
延びるねじ棒１１２を含む。ローレツトを施され
たしんちゆう製のナツト１１６が各ねじ棒１１２
にねじこまれ、ヨーク１０９と１１０を所定位置
に固定するためにそのナツト１１６を締付ける。
ヨーク１０９と１１０を穴１１１と１１３の中で
回すことができる。それらの穴は支持アーム１０
６の軸線に沿つて細長く、ヨーク１０９と１１０
の横方向間隔を調整できるようにする。

各ヨーク１０９，１１０は、支持アーム１０６
から延びて、円筒形のプローブ組立体１２１を間
に回転できるようにして支持する一対のアーム１
２０を含む。プローブ組立体１２１は同一で、塩
化ポリビニルで作られた円筒形の管１２２を含
む。その円筒形管１２２の両側から一対のねじ棒
１２３が半径方向外側へ延びて、ヨークアーム１
２０の端部に設けられている穴に回転できるよう
にして受けられる。ローレツトを施されたしんち
ゆう製のナツト１１６が各ねじ棒１２３にねじこ
まれ、それらのナツトを手で締付けてプローブ組
立体１２１を希望する角度の向きでヨーク１０９
と１１０に固定する。

各プローブ組立体１２１は円筒形管１２２の内
面に形成された一対のループ間隙共鳴器１２５を
含む。各共鳴器１２５内のループは３枚の銅箔に
より作られる。それらの銅箔は円筒形管１２２に
接合され、各銅箔は半径方向内側に折り曲げられ
て３つの間隙すなわち容量素子１２６を形成す
る。各ループの半径ｒは約3.8cm（1.5インチ）、
軸線方向の長さｚは約1.3cm（0.5インチ）であ
る。２つのループ間隙共鳴器１２５は約0.64cm
（0.25インチ）隔てられ、容量素子１２６は
63.89MHzの共鳴周波数を得るように調整される。

第４ａ図を参照して先に説明したように、２組
のループ間隙共鳴器は４つの共鳴モードを有する
が、そのうちの１つの共鳴モードだけが望まし
い。望ましくないモードの１つは、前記したよう
に、各ループ間隙共鳴器１２５中の１つの間隙に
おける交差接続１２７により抑制される。各プロ
ーブ組立体１２１からの１つのループ間隙共鳴器
１２５は一緒に接続されて、他の望ましくない共
鳴モードのうちの２つを抑制する。先に述べたよ
うに、これは、それぞれの間隙１２６における対
応する板を絶縁たわみ線１３０と１３１により電
気的に接続することにより行なわれる。それらの
たわみ線１３０，１３１は支持アーム１０６内へ
延び、そこで可変コンデンサ１３２の端子間に接
続される。その可変コンデンサ１３２は支持アー
ム１０６の底壁１１５の上に設けられる。その可
変コンデンサの値は、結合対をFID信号の周波数
に正確に同調させるために、手動調整できる。

このようにして得られた感度領域の形と寸法は
プローブ組立体１２１の物理的な向きに依存す
る。それらは第２図に示すような結合された軸線
方向対として位置させることができ、または第３
図および第６図に示すような結合された平面状対
として位置させることができる。それらは、軸線
方向対の向きと平面状対の向きとの間の範囲の
種々の他の位置に固定させることもできる。支持
構造体１００〜１０２に用いられる場合には、本
発明のこの実施例は患者の頭部と首部を検査する
のにとくに適する。支持アーム１０６はこの支持
構造体から除去することもでき、脊柱のような他
の部分の画像を形成するために別々に使用するこ
ともできる。

とくに第７図と第８図を参照して、プローブ組
立体１２１により検出されるFID信号は、NMR
走査器の受信器１３６に接続される伝送線１３５
に磁気結合される。これは、結合コイル１３７を
各プローブ組立体１２１内に設けることにより達
成される。結合コイル１３７は12番の銅線で作ら
れ、直径が約3.8cmの１回巻コイルである。結合
コイル１３７の端部は同軸ケーブル１３８と１３
９に接続される。れらの同軸ケーブルは支持アー
ム１０６の中に入れられる。各同軸ケーブル１３
８と１３９の１本のリードはコネクタ１４０を介
して伝送線１３５のそれぞれのリードに接続さ
れ、各同軸ケーブルの他のリードは一緒に接続さ
れる。第８ａ図に示すように、プローブ組立体１
２１が平面状対として向けられた時に、一様な励
振磁界B₁により結合コイル１３７中に誘導され
た任意の電流が大きさが等しくて、逆極性である
ように接続が行なわれる。同様に、第８ｂ図に示
すように、プローブ組立体１２１が軸線方向対と
して向けられると、一様な励振磁界B₁により誘
導される任意の電流は大きさが等しく、極性は逆
である。この対称性により、各測定サイクルの励
振期間中に受信器１３６へ与えられる電気信号が
最小にされる。

軸線方向対構造と平面状対構造とは異なる別の
変更例も、本発明の要旨を逸脱することに可能で
ある。たとえば、第１１ａ図に示す実施例におい
ては、ループ間隙共鳴器１５０と１５１は線１５
２と１５３により一緒に接続されて、それの間に
比較的一様な感度の領域１５４を生ずる。この実
施例は人の脊柱の断面の画像を形成するため、お
よび感度領域１５４を対象とする領域に一層正確
に集束する、または形成するためにとくに構成さ
れる。これを行なうために、各ループ間隙共鳴器
１５０と１５１は平面状の向きから15度だけ傾け
られる。

この特定の向きにより脊柱の画像の質が良くな
るが、ループ間隙共鳴器対１５０〜１５１はもは
や励振磁界から幾何学的には分離されない。この
問題に対する１つの解決法は、第４ａ，６図に示
す実施例において行なつたように、一対の別々の
軸線方向ループ間隙共鳴器を付加することであ
る。しかし、平面状対をこのようにして傾ける時
に更に別の解決法がある。第２の傾斜されたルー
プ間隙共鳴器対１５５〜１５６を第１の共鳴器対
１５０〜１５１に接続できる。ループ間隙共鳴器
１５５は線１５７と１５８により共鳴器１５５に
接続されて、その共鳴器とともに結合モードで共
鳴する。同様に、ループ間隙共鳴器１５６は線１
５９と１６０によりループ間隙共鳴器１５１に接
続されて、それとともに結合モードで共鳴する。
その結果、プローブはｘ軸１６１およびｙ軸１６
２に関して幾何学的に対称的である。この対称性
によりプローブは任意の向きの一様な励振磁界
B₁から分離される。

第１１図にほぼ等しい構造が示されている。こ
の構造においては、２つのループ間隙共鳴器１６
５と１６６が平面状対として位置させられ、結合
モードで共振する。この実施例においては、各共
鳴器の共通平面を通る軸線１６８に関して各共鳴
器１６５と１６６の端部が15度だけ傾けられて、
対称性を保ちつつ一様な感度の領域を形成する。

とくに第９，１０図を参照して、本発明は各種
のNMR走査器の構造またはNMR分光計の構造
で容易に実現できるが、本発明の好適な実施例
は、大型の全身NMR走査器で発生されるFID信
号を検出するために用いられている。とくに第９
図を参照して、この走査器は、台２０５を受ける
のに十分な寸法４個の円筒形部分２０１〜２０４
で構成された分極磁石２００を用いる。台２０５
の上に患者を置くことができ、その患者の身体の
任意の部分を、１組の励振コイル２０６に対して
適当に位置させることにより走査できる。分極磁
石２００は強い磁石B_zを生ずる。その磁界は一
定で、励振コイル２０６により囲まれている空間
内では一様である。励振コイル２０６は、横方向
平面内で分極磁界B_zに対して垂直な励振磁界B₁
を生ずる。この励振磁界B₁は無線周波数１／
12／₀＝63.89MHzで振動し、各測定サイクル中に
１つまたはそれ以上のパルスとして与えられる。
また、励振コイル２０６の間の領域に磁界の傾き
を生ずる３個の傾きコイル２０７〜２０９（第９
図には示されていない）も設けられる。

とくに第１０図を参照して、NMR走査器の制
御器は４個の静止電力変換器２１５〜２１８を含
む。それらの電力変換器は交流電源に接続され、
プロセツサ２２０から与えられた指令により決定
されるレベルの直流電流を励振コイル２００と２
１５〜２１８へ与える。ｘ，ｙおよびｚ方向の傾
き磁界の大きさと向きはプロセツサ２２０により
制御され、それにより励振コイル２０６の間の領
域を走査して、発生されたFID信号から画像を再
構成する。

プロセツサ２２０は励振磁界発振器２２１の動
作も制御する。この発振器は励振コイル２０６に
接続され、走査プロセスの各測定サイクル中にオ
ンおよびオフされる。発振器２２１は基準信号を
受信器と位相検波回路２２２へ与える。その位相
検波回路は局所プローブ２２３からFID信号を受
けるために接続される。FID信号は位相検波回路
２２２により増幅および検波されてから、アナロ
グ−デジタル変換器２２４の入力端子へ与えられ
る。デジタル化されたFID信号は周知のNMR画
像発生技術を用いて処理され、CRT２２５によ
り表示するための画像データがプロセツサ２２０
により発生される。

本発明の局所プローブを用いることにより、改
善された品質の画像が発生される。この改善はい
くつかの要因により達成される。局所プローブに
用いられるループ間隙共鳴器は、この目的のため
に使用される従来のプローブまたは受信コイルよ
りも高いＱを有する。そのために、位相検波回路
に与えられるFID信号のＳ／Ｎ比が高くなり、し
たがつて信号の品質が向上する。前記したよう
に、本発明により、人体の特定の解剖学的部分の
画像を発生するために局所プローブを構成でき
る。ループ間隙共鳴器を正しく向けることによ
り、人体の対象とする領域のみを囲むように局所
プローブの感度領域を「形成」できる。これによ
りFID信号の品質が高くなり、それにより得られ
る画像の質も向上する。

最後に、本発明の局所プローブは励振磁界B₁
から幾何学的に分離されるように構成できる。そ
の結果、位相検波回路２２２を、励振コイル２０
６を励振するたびに動作停止させる必要がなくな
る。こうすることにより制御回路が簡単になるば
かりでなく、過な電流または電圧を誘起すること
なしに、励振磁界B₁内の任意の向きに局所プロ
ーブ２２３を向かせることができる。このこと
は、ｘ方向とｙ方向の成分を有する円偏向させら
れた励振磁界B₁を発生するように励振コイル２
０６を構成する場合にとくに有利である。従来の
局所プローブはFID信号を受けるため、およびそ
れら両方の励振磁界成分に結合することをさける
ために構成することができなかつた。この同じ幾
何学的分離特性も、他のコイルまたはノイズ源に
より発生された余分なノイズにある程度感じなく
するから、各測定サイクルの受信部の間にも有利
である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明で用いられるループ間隙共鳴器
の斜視図、第２図は軸線方向対を形成するために
結合されている一対のループ間隙共鳴器の斜視
図、第３図は平面状対を形成するために結合され
ている一対のループ間隙共鳴器の斜視図、第４ａ
図は本発明の一実施例の一部を切欠いて示す立面
図、第４ｂ図は第４ａ図の４ｂ−４ｂ線に沿う断
面図、第５ａ〜５ｄ図は第４図に示す実施例の４
つの共鳴モードを示す略図、第６図は本発明の別
の好適な実施例の斜視図、第７図は第６図に示す
実施例を形成する支持アームとループ間隙共鳴器
の一部を切欠いて示す立面図、第８ａ図および第
８ｂ図は第６図に示す実施例の一部を形成する結
合コイルの概略回路図、第９図は本発明を用いる
NMR走査器の略図、第１０図は第９図に示す
NMR走査器の回路図、第１１ａ図および第１１
ｂ図は本発明の第３の実施例の斜視図である。 １０，１１，３０，３１，５０，５１，６７，
６８，１２５，１５０，１５１，１６５，１６６
……ループ間隙共鳴器、５２……支持構造体、５
４ａ，５４ｂ，１２０……アーム、１００……ベ
ース、１０４，１０５……スロツト、１０９，１
１０……ヨーク、１２１……プローブ組立体、１
３０……伝送線、１３６……受信器、１３７……
結合コイル、２００……分極磁石、２０６……励
磁コイル、２０７〜２０９……傾きコイル、２２
１……発振器。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 第１のループ間〓共鳴器であつて、この第１
   のループ間〓共鳴器は一対の隔てられた板により
   形成された間〓と、それらの隔てられた板に接続
   され、前記第１の共鳴器の軸線を囲む導電性ルー
   プとを有する前記第１のループ間〓共鳴器と、 第２のループ間〓共鳴器であつて、この第２の
   ループ間〓共鳴器は一対の隔てられた第２の板に
   より形成された第２の間〓と、それらの隔てられ
   た第２の板に接続され、前記第２の共鳴器の軸線
   を囲む第２の導電性ループとを有する前記第２の
   ループ間〓共鳴器と、 前記ループ間〓共鳴器を互いに隣接して位置さ
   せるために第１のループ間〓共鳴器と、第２のル
   ープ間〓共鳴器に接続される支持手段と、 第１のループ間〓共鳴器中の各板を第２のルー
   プ間〓共鳴器のそれぞれの板に電気的に接続し
   て、第１のループ間〓共鳴器と第２のループ間〓
   共鳴器の結合されない共鳴モード１３および１４
   を抑制する接続手段と、 前記第１および第２ループ空〓共鳴器に隣り合
   つて配され前記第１および第２ループ空〓共鳴器
   により検出された結合信号を前記局所プローブ外
   で結合する手段と、 を組合わせて備えることを特徴とする核磁気共鳴
   画像発生装置用の局所プローブ。 ２ 特許請求の範囲第１項記載の局所プローブで
   あつて、 軸線方向対の向きから平面状対の向きにわたる
   いくつかの位置にループ間〓共鳴器を向けること
   ができるように、各ループ間〓共鳴器は支持手段
   に枢着される局所プローブ。 ３ 特許請求の範囲第１項または第２項記載の局
   所プローブであつて、 支持手段は第１のループ間〓共鳴器と第２のル
   ープ間〓共鳴器の間の横方向間隔を調整する調整
   手段を含む局所プローブ。 ４ 特許請求の範囲第１項、第２項または第３項
   記載の局所プローブであつて、 各ループ間〓共鳴器は複数の間〓を含む局所プ
   ローブ。 ５ 特許請求の範囲第１〜４項のいずれかに記載
   の局所プローブであつて、 接続手段は一対の電気的に絶縁された撓み線を
   含む局所プローブ。 ６ 特許請求の範囲第５項記載の局所プローブで
   あつて、 絶縁線の間に可変コンデンサが接続され、ルー
   プ間〓共鳴器の共鳴周波数を変えるためにその可
   変コンデンサを調整できる局所プローブ。 ７ 特許請求の範囲第１〜６項のいずれかに記載
   の局所プローブであつて、 第１のループ間〓共鳴器と第２のループ間〓共
   鳴器はほぼ同じであり、前記結合手段は、伝送線
   に一対のほぼ同一の結合コイル直列接続され、そ
   れぞれ第１および第２のループ間〓共鳴器に隣接
   して装置されて、前記ループ間〓共鳴器の間に設
   けられている感度領域内に発生した磁界に応答す
   る信号を前記伝送線上に発生するようにした局所
   プローブ。 ８ 特許請求の範囲第１項ないし第７項のいずれ
   かに記載の局所プローブにおいて、 前記局所プローブは分極磁界が存在するとき励
   振磁界が照射されている物質より発するFID信号
   から像を形成するために用いられる局所プロー
   ブ。 ９ 特許請求の範囲第８項記載の局所プローブで
   あつて、 励振界は円偏波され、ループ間〓共鳴器はほぼ
   同一であつて、平面状対として向けられる局所プ
   ローブ。 １０ 特許請求の範囲第８項または第９項記載の
   局所プローブであつて、 導電手段は一対の結合コイルとして形成され、
   一方の結合コイルは各ループ間〓共鳴器に隣接し
   て位置させられ、両方の結合コイルは伝送線に直
   列接続される局所プローブ。 １１ 特許請求の範囲第８，９または１０項記載
   の局所プローブであつて、 ループ間〓共鳴器は軸線方向対として向けら
   れ、対象とする領域はループ間〓共鳴器の間に配
   置される局所プローブ。 １２ 特許請求の範囲第８，９，１０または１１
   項記載の局所プローブであつて、 ループ間〓共鳴器の位置を互いに、かつ対象と
   する領域に関して調整できるようにする支持手段
   にループ間〓共鳴器が固定される局所プローブ。 １３ 特許請求の範囲第８項ないし第１２項のい
   ずれかに記載の局所プローブにおいて、 互いに隣り合いかつ前記第１および第２のルー
   プ空〓共鳴器に隣り合うように配された前記支持
   手段上の一対の結合コイルと、 前記支持手段に取り付けられ前記FID信号を処
   理する受信器に導かれる伝送線と、 前記伝送線に各結合コイルを電気的に接続する
   とともに互いに直列に接続して対象領域からの
   FID信号が前記伝送線に対応する電気信号を形成
   する手段と、 をそなえ、前記結合コイルは対称であり、励振磁
   界により一つの結合コイル中に誘導される信号は
   同一励振磁界により他のコイルに誘導される信号
   を実質的に打ち消すようにした局所プローブ。 １４ 特許請求の範囲第１３項記載の局所プロー
   ブであつて、 各空〓共鳴器は対象領域中で形成されるFID信
   号の周波数で共鳴するように同調されている局所
   プローブ。 １５ 特許請求の範囲第１４項記載の局所プロー
   ブであつて、 ループ間〓共鳴器はほぼ同一である局所プロー
   ブ。 １６ 特許請求の範囲第１４項記載の局所プロー
   ブであつて、 各ループ間〓共鳴器は複数の間〓を有する局所
   プローブ。 １７ 特許請求の範囲第８項ないし第１６項記載
   の局所プローブにおいて、 前記第１空〓共鳴器は、対象領域に隣り合つて
   配された第１軸線方向対の空〓共鳴器５０，６７
   をそなえ、 前記第２空〓共鳴器は、対象領域に隣り合い、
   かつ前記第１軸線方向対共鳴器から離間して配さ
   れた第１軸線方向対の空〓共鳴器をそなえ、 結合手段７１，７２が前記各軸線方向対中の空
   〓共鳴器を共に接続して結合された共鳴モードを
   抑制し、かつ結合されていない共鳴モード７４，
   ７５を支持して対象領域から発するFID信号に対
   して比較的均一な感度を形成する局所プローブ。 １８ 特許請求の範囲第１７項記載の局所プロー
   ブであつて、 前記接続手段は、各軸線方向対における前記空
   〓共鳴器間に形成される交差接続を有する局所プ
   ローブ。 １９ 特許請求の範囲第１７項または第１８項記
   載の局所プローブであつて、 一様な感度の領域が対象とする領域にほぼ一致
   するような形にされる局所プローブ。 ２０ 特許請求の範囲第１項ないし第１９項記載
   の局所プローブにおいて、 前記第１および第２のループ空〓共鳴器は、共
   通軸線１６８につき平面状対１６５，１６６とし
   て方向付けされ、 前記第１および第２のループ空〓共鳴器の各々
   における両端は、前記共通軸線に対して傾斜して
   おり前記共通軸線１６８に対して対称である局所
   プローブ。 ２１ 特許請求の範囲第２０項記載の局所プロー
   ブであつて、 各ループ間〓共鳴器は、前記両端部の１つを
   各々定めるように前記共通軸線１６８に関して傾
   斜させられる一対のループ間〓共鳴器１５０，１
   ５５および１５１，１５６で構成される局所プロ
   ーブ。